镁基生物陶瓷人工骨材料的研究进展

王英杰 李曾 翁习生

（中国医学科学院北京协和医学院北京协和医院骨科，北京 100730）

长期以来，磷酸钙作为骨替代物得到广泛研究。近来，磷酸镁、硅酸镁等镁基生物陶瓷材料作为骨修复材料成为新的研究热点，镁离子在酶激活、细胞生长、细胞增殖等方面发挥重要作用。与纯镁相比，镁基生物陶瓷材料有如下优点：生物体内降解期间不释放氢气，应用形式多样，包括水泥、大孔支架和涂层等。本文对不同种类的镁基生物陶瓷材料进行系统概述，包括不同临床问题的材料制作方案和材料在生物体内、外的性能。

1 背景介绍

骨作为人体骨骼系统的重要组成部分，有生理性重塑和一定的自我修复能力。但骨骼的自我修复能力无法完全修复临界性/巨大骨缺损（critical-sized defects，CSDs）。目前，治疗包含CSDs的主要方法有：自体骨移植、同种异体骨移植和异种骨移植[1]。尽管骨移植在很多情况下有效，但也有诸多限制因素，如自体骨来源不足[2]。同种异体骨克服了自体骨来源不足的限制，但免疫排斥、高吸收率和低成骨率[3]等因素限制了同种异体骨的应用。此外，这些侵入性的操作容易发生感染和传播疾病，手术费用和骨移植材料的巨大经济负担也是限制骨移植的重要因素[4]。

现有骨修复材料的诸多不足和临床的巨大需求促使科学家们寻找更为优异的骨替代物，理想的骨替代物应有天然骨的生理和物理特性。近年来研发的人工骨替代物包括金属、陶瓷、生物多聚物、合成多聚物及其复合物，然而绝大多数商业化陶瓷是基于少量磷酸钙的产品，如羟基磷灰石（hydroxyapatite，HA）和磷酸三钙（tricalcium phosphate，TCP）。生物材料可分为三代：①生物惰性材料（如钛、氧化铝、聚乙烯）；②具有生物活性的可降解材料（如HA、生物活性玻璃）；③旨在分子水平刺激特定细胞反应的材料（如肽或蛋白质修饰的可降解多聚物）[5]。所有材料中，基于烧结磷酸钙的长期稳定材料（如HA，TCP）占据绝对优势。第三代材料可能具备更加理想的应用形式和治疗效果[6]。理想生物材料要求随材料植入机体时间的延长、机体自身组织的再生，生物材料被逐渐的吸收和取代[7]。材料在机体内的吸收由被动溶解和巨噬细胞吞噬共同完成，而三级烧结磷酸钙的体内溶解度低。为提高其溶解度，将透钙磷石、三斜磷钙石等质子化，质子化的磷酸钙的溶解度较高，然而，质子化磷酸钙在生物体内通过不断地相转换（溶解-再沉淀），溶解度依然不高，尤其是透钙磷石水泥[8]。

目前，磷酸镁作为磷酸钙的替代物得到广泛的关注，与磷酸钙比较，磷酸镁在体内的溶解度高，而且镁离子是一种HA 晶体生长抑制剂。镁合金在体内降解时产生大量的氢气和过碱性环境[9]，而磷酸镁降解时仅产生生物相容性良好的镁离子和磷酸根离子。Ostrowski等[10]回顾磷酸镁在骨科领域的应用，重点阐述材料的配方、性能和生物学特性。本文将更加全面的回顾含镁生物陶瓷，包括MgO-P2O5二元体系和CaO-MgO-P2O5三元体系中磷酸钙镁及MgOSiO2二元体系中硅酸镁玻璃的材料配方及应用形式。

2 镁在骨代谢中的作用

哺乳动物体内，镁是第四丰富的阳离子，仅次于钠、钾、钙；是细胞内第二丰富的阳离子，仅次于钾[11]。镁离子在调节钙/钠离子通道、稳定DNA、充当多种酶的辅助因子和催化剂、促进细胞生长和增殖等多个方面起重要的作用[12]。

成人体内含有约1 mol镁离子，随年龄增加，储存在骨骼中的镁离子渐少，但50%以上的镁离子储存在骨[13]。成人体内，镁占骨总重量的0.72%[14]。

细胞内，镁主要分布在Mg-ATP 酶复合物，Mg-ATP酶复合物结合在线粒体、细胞膜和内质网上的各种蛋白质和酶，甚至分布在细胞核。血清镁离子浓度为0.75～0.95 mmol/L，尽管镁离子浓度不受特定激素的调控，但在胃肠道和肾脏的严格控制下，血清镁离子浓度动态平衡[15]。一旦镁的摄入减少或排出过多，血清镁离子浓度下降，骨骼和肌肉便释放镁离子入血，通过增加摄入和减少排出来维持血清镁离子浓度[16]。FDA 推荐成年男性/女性每日膳食摄入镁420/320 mg[17]。生物体内缺乏镁离子，会导致骨量减少、骨生长减少、骨质疏松和骨骼脆性增加[17]。人体研究和动物实验表明，低镁导致①血清甲状旁腺素减少，血清骨化三醇下降，从而导致骨形成减少；②P物质增加，进而细胞因子增多，最终增强破骨细胞的骨吸收；③骨保护素减少和核因子KB受体配体激活剂增多也会增加骨吸收[18]。在镁合金的周围可以观察到显著的骨再生[19]。此外，还发现镁离子与成骨细胞的黏附和生长有关[13]。整合素超家族是由非共价结合的α-和β-亚基组成的跨膜蛋白，通过整合素超家族的膜相关黏附受体介导，成骨细胞和生物材料的表面发生相互作用。α-亚基的细胞外结构域需要与二价阳离子结合，如镁离子和钙离子，细胞外离子浓度的改变也可以影响整合素受体与相应配体的亲和力[20]。添加镁离子的基础培养基培养人骨髓基质细胞，10 mmol/L 镁离子培养基可以显著增强细胞外基质矿化，X型胶原蛋白、血管内皮细胞生长因子、其他成骨细胞外基质蛋白和转录因子的表达，浓度＞20 mmol/L 时，镁离子表现出细胞毒性，此外，低浓度或较高浓度的镁离子促进破骨细胞的增殖和分化。因此，镁不仅是人体必需元素，掺入生物陶瓷的镁也在陶瓷与周围骨的相互作用中发挥重要作用。

3 磷酸镁的应用形式

3.1 水泥

镁基水泥作为建筑材料有悠久的应用史，化学组成为碳酸镁、磷酸镁、硅酸镁水合物、氢氧化镁和硫氧镁盐等。Ostrowski 等[10]系统回顾近年来镁基水泥（magnesium phosphate cements,MPCs）的研究热点，包括凝固反应、材料性能（流变学性能、力学性能）和生物学性能。MPC植入生物体内的早期强度大，还有一些优于（至少相当于）钙基水泥（calcium phosphate cements,CPCs）的优点：①镁离子可促进细胞成骨分化、抑制破骨细胞的形成；②MPC比CPC的降解性能好，硬化（淬火）MPC比CPC的溶解度大。此外，因为CPC不含镁离子，需要添加剂防止CPC再结晶形成低溶解度的矿物相（如HA）；③CPC中需加入抗生素以提供抗菌性能，而含钠MPC有天然的抗菌活性，可抵抗植入物的多种细菌感染（如大肠杆菌）[21]和牙菌斑（血链球菌）[22]；④CPC对骨组织的黏附能力不强，而MPC已经被成功地用作促进骨-植入物和骨-肌腱愈合的黏合剂[23]。

研究MPC 可注射性和凝固性的实验较少，缺少对可注射性的量化评价[21]。提高可注射性的措施有：①降低粉末和液体的比例（powder to liquid ratio,PLR）；②增加原材料的结晶度，促进无定性物质（非晶物质）形成；③添加液化剂[24]。Mestres 等[21]是目前为数不多研究了MPC 凝固性的团队，MPC 的凝固时间＜7 min，完全符合临床要求。

MPC和CPC的结合：与CPC相比，MPC生物应用的研究少且不完整。为开发一种性能优异的骨修复材料，将CPC和经过临床验证且性能优异（如早期强度高，降解性能好）的MPC结合。过去，加入一定量的含镁化合物以改善CPC的凝固性、增加降解性能和改善生物学性能[25]。在所有的磷酸钙复合物中，无水磷酸二钙联合氧化镁和镁磷石可能是最佳的组合，因为他们组合后的材料有适宜的凝固性（4～7 min）和优异的力学性能（抗压强度约11 MPa，拉伸强度约2 MPa）。

CPC 和MPC 的结合有两种方法：①将原材料按照一定的比例进行混合[26]；②高温处理前，将含钙化合物（如碳酸钙）添加到含镁化合物中（如镁磷石、水镁石），高温处理后得到钙镁物质，如磷镁石和陨磷钙镁石的混合物Ca3Mg3(PO4)6[26]。

3.2 支架

在物理学性能、生物相容性和促进骨再生方面，含镁的比不含镁的大孔/微孔支架性能更佳。支架的制造方法包括泡沫复制技术、油相中自固化水泥的颗粒化、材料中使用可浸出的盐颗粒、含磷酸镁浆料的自动注浆成型技术和3D粉末打印。应用于骨科领域的支架须具备下述性质：材料表面化学性质优异、生物相容性好、生物降解性佳、植入物多孔以利于组织内向生长、物理稳定和热稳定、可重复性和延展性[27]。

3.3 植入物涂层

植入物表面涂层有3个目的：防腐、改善植入物和周围组织的相互作用、骨诱导性。近年来，在HA、TCP、磷酸八钙和含MgO生物玻璃制成的生物涂层中掺杂镁离子已经非常常见[28,29]。目前，大多数磷酸镁涂层是在MgO-CaO-P2O5-SiO2-Na2O 体系中通过搪瓷、脉冲激光沉积、磁控溅射、等离子喷涂和溶胶-凝胶方法，添加K2O、CaF2、B2O3、ZnO 或SrO[30,31]。SiO2和MgO通过降低热膨胀系数减小了玻璃对温度的敏感性。镁是否可以增强材料涂层/基底界面的结合能力仍无定论。此外，CaO-MgO-P2O5体系中的镁离子可以减缓钙离子从Mg/Ca涂层中的溶解速度。掺杂到植入物表面的镁可以增加骨传导性[32]，还能增强细胞在材料表面的黏附能力[20]。Ren[33]是为数不多将无定形磷酸镁（amorphous magnesium phosphate,AMP）用作AZ31 涂层的研究者，涂层在发挥保护作用的同时促进骨整合。

4 生物学性能

4.1 体外细胞相容性

镁离子降低模拟体液缓冲能力的机制是，镁离子可以和氢氧根形成氢氧化镁。MPC对成骨相关细胞有良好的相容性，如小鼠成骨样细胞系MC3T3-E1[26]、人骨肉瘤细胞系MG-63[34]。但是，MG-63 和原代成骨细胞对镁离子提取物的反应截然不同，所以应使用原代细胞或更加适合的细胞系来检测含镁材料的骨诱导性和生物相容性[35]。含有明胶海绵的MCPC(MPC+CPC)可以进一步促进来自Fisher 344大鼠股骨的骨髓间充质干细胞(bone marrow mesenchymal stem cells,BMSCs)的增殖和成骨分化[36]。除外增殖和成骨分化，MPC 的毒理学（基因突变、染色体畸变和DNA损伤）结果进一步的说明了MPC 有良好的生物安全性[37]。Tris-Hcl 溶液中，MCPC 的生物降解性能优于CPC[38]。鸟粪石的化学溶解物可以增强鼠单核细胞系RAW264.7 来源的破骨细胞对鸟粪石的吸收活性，所以鸟粪石比磷酸氢钙组成的三斜磷钙石的生物吸收率高了近20倍，比透磷钙石高了至少8倍[39]。相比而言，鸟粪石的降解主要是巨噬细胞吸收，并且钙可以加速镁离子和磷酸根离子的释放。将MC3T3-E1 与AMP/PLA 接触后，Q-PCR 定量分析接触和不接触材料的细胞成骨分化相关标志物的表达情况，包括骨钙蛋白(osteocalcin,OCN)、骨桥蛋白(osteopontin,OPN)、碱性磷酸酶(alkaline phosphatase,ALP)和Ⅰ型胶原(collagen-1)，β-actin为内参基因，结果显示，接触组的OCN增加80%，OPN至少增加3倍，collagen-1的表达也上调，所有AMP水泥均可以促进细胞表达ALP[40]。

与恒温冷冻法制备的生物玻璃相比较，玻璃烧结和粉末浇铸MgO-CaO-P2O5-SiO2-Na2O-K2O的生物玻璃显示出优异的力学性能、热稳定性、体外降解性。相同组分的材料可以在体外促进不同的细胞增殖[41]。

无定形含钠MPC在凝固过程中呈碱性，有抗微生物特性，对于含MgO的SiO2玻璃，周围PH增高增加其抗菌能力，MgO成分和骨细胞增殖是PH升高的主要原因。

4.2 体内安全性和降解性

MPC或MCPC应用于动物研究的数量少，MPC体内降解的研究仍不成熟，但MPC 植入体内后无炎症和排斥反应[8,34,37]、纤维组织形成和中毒[37]、异物反应[34]及其他不良反应[42]，所以MPC有良好的生物相容性。此外，动物实验表明MPC 或含镁的二元体系可以加速骨再生[34,37]。体內外实验显示，MCPC 在兔骨组织中显示出良好的生物降解性和骨传导性，没有观察到任何炎症反应和组织坏死，MCPC植入2个月后，直接与周围的骨组织整合在一起，与CPC比较，动物体内MCPC 的促成骨作用更加显著[34]。就生物相容性而言，必须考虑水泥凝固时的PH 和热释放，PH 取决于所选择的原材料并且可以将PH 控制在一个宽的范围内[43]，热释放也可通过添加缓凝剂来控制[22]。

降解方面，MPC 的发展潜力大于CPC，并且MPC的溶出率高于HA[10]。在没有骨细胞的部位植入预先硬化的鸟粪石和镁磷石圆柱体，15个月后，鸟粪石的力学性能损失最高（95%），其次是镁磷石（67%），结果表明，磷酸镁化合物不仅在生理环境中发生化学溶解，结构也发生了显著的变化，鸟粪石和镁磷石都转化为低结晶Ca3(PO4)2。另外两个研究报道了纳米晶磷灰石的形成，但是检测到的磷灰石可能是由于新的骨骼生长所致。在一些体内研究中，MPC 植入部位检测到破骨细胞的存在，从而得出结论——破骨细胞吸收可能是植入物的主要降解机制[44]。

除外化学溶解度，孔隙率也是影响生物降解性的一个重要因素。通过改变鸟粪石水泥的PLR，将孔隙率从5%上调到7%，无论孔隙率是5%还是7%的支架，孔径均小于1 mm，植入动物体内10个月后，孔隙率为5%的植入物直径减小了60%，7%的减小了80%，可能是因为在低PLR 时，磷镁石转化为鸟粪石的效率更高，因为鸟粪石的溶解度大于磷镁石[8]。Kim等[44]引入可溶性盐后再浸出，使MPC具备不同尺寸的微孔，植入兔颅骨缺损模型后，MPC快速降解的同时，骨缺损部位生形成了许多功能良好的骨和血管。

将磷酸镁水泥和矿物质制备为骨植入物的限制因素可能是其降解期间释放的大量镁离子。虽然常规的植入物（＜10 g，成人每日镁摄取量为300～400 mg[17]）不太可能影响镁离子的全身稳态，但局部大量释放的镁离子可能会影响HA 的结晶和性质。因为镁离子是HA 晶体生长的有效抑制剂。此外，许多MPC使用了凝固调节剂（如硼酸盐），但是尚不清楚这些调节剂是否会影响成骨细胞和破骨细胞的活性，并因此降低植入物降解和骨再生速率。最后，在降解过程中，大多数MPC的强度会降低，同样不清楚这种强度损失是否可以通过体内再生的组织得到补偿，以及这将如何影响骨骼重塑，特别是在部分承重的较大骨缺损中。显然，将来这些问题都必须得到解决，最好使用对人体研究指导意义更大的大型动物进行实验。

MPC 有一定的骨粘合能力。动物实验发现，镁涂层钛合金植入物的骨结合能力优于磷酸钙涂层的钛合金植入物[45]。此外还发现，MPC可以作为黏合剂促进骨-肌腱愈合[23]，但促进骨-肌腱愈合的MPC 是由Gulotta 购买的商品化水泥(MPC 由MgO、钾、磷酸钠和磷酸三钙组成)，而这种MPC 尚未被批准用作黏合剂使用。而且，MPC 比CPC 更有效地促进骨折碎片的整合，将MPC和CPC植入到马体内，植入后7周，与CPC相比，MPC组的骨碎片与周围骨愈合的更好，骨痂数量和骨重建量更大[46]。

为了使材料具备特殊的生物学特性，生物活性离子如锶，酶如溶菌酶，不透射线添加剂如氧化铋，甚至骨髓基质细胞都被掺杂带磷酸钙支架和水泥中。目前，基因传递有两种方法，即病毒和非病毒，而磷酸镁也是药物和基因传递的潜在载体。

含MgO 生物玻璃的生物有效性包括诱导HA 的形成和诱导玻璃与骨组织相互整合，具体机制为：生物体内氢离子迅速取代生物玻璃中的阳离子，形成硅醇基团，硅醇基团可吸附生长因子、促进骨生成，总的来说，这种效应可能是由镁离子引发的电刺激诱导[47]。

生物相容性是生物玻璃的重要特征。将不同SiO2-MgO体系进行体内研究以证明这些材料在骨科的应用潜力，26 种不同的MgO-CaO-P2O5-SiO2-Na2O-B2O3生物玻璃的体内研究[48]显示，在肌和骨内的植入物周围未发现炎症反应和组织坏死，且有新骨形成。结合界面少、降解速度快是诸如CaO-P2O5-SiO2-MgO 等体系生物活性低的原因。MgO-SiO2-P2O5-CaO 体系中，MgO 含量高的玻璃表面积大并且孔径小，因此，MgO加速玻璃上HA的形成，通过提供更多的细胞附着位点，使它们的生物相容性更好。在MgO-SiO2-CaO-P2O5-Na2O-K2O 体系中观察到相同的结果，植入的材料通过生物玻璃的大孔结构加强了材料的骨传导和骨定植能力[49]。生物玻璃中添加的镁可以促进骨组织增生、植入物解聚和吸收。MgO 含量高的生物玻璃水泥对生物系统是有益的，因为它释放出的镁离子可以作为缓冲剂与酸性试剂如聚丙烯酸的氢离子相互作用。与其他可用材料，如45S5生物玻璃相比，含MgO生物玻璃涂层，尤其是那些镁含量高材料的生物活性较低，限制了其在生物医学中的应用，而SiO2可以抑制HA层在生物玻璃表面上的形成，所以将含MgO 玻璃中的SiO2水平保持在60 wt%以下，就可以获得较高的生物学活性[50]。

5 现有镁基生物陶瓷的局限性及应对策略

尽管对磷酸镁材料的研究已有数十年的历史，但对其在骨科的应用研究仍处于早期阶段。与成熟的CPC体系相比，MPC材料需要不断的改进。未来的发展方向可能是：①调整MPC水泥成分，如去除氨根离子和优化MgO含量;②制备复合物材料，如添加致孔剂以产生孔隙并改善生物性能;③改善力学性能和凝固性;④传递基因或药物。特别是在药物输送方面，与磷酸钙相比，对磷酸镁的研究尚未开始。虽然鸟粪石MPC的孔隙率低，但也有在其致密的基质内通过物理方法捕获药物的可能性，并且仅在水泥降解时释放药物。此外，对镁离子在基因传递中作用的研究较少，将磷酸镁作为基因载体的研究也很少。尽管磷酸镁比磷酸钙具有更好的力学性能和溶解性，但是磷酸镁支架在组织工程学方面的研究远远少于磷酸钙支架。此外，还可以进一步开发CaO-MgO-P2O5体系，首先，尚不清楚几种磷酸钙基材料中加入的镁离子的作用，如三斜磷钙石和焦磷酸钙；其次，虽然镁离子可以提高磷酸钙的溶出速度和材料的生物相容性，但是还缺乏MgO-CaO-P2O5三元体系与生物相关的研究数据；最后，在组织反应和材料性质方面，并没有充分的研究钙离子和镁离子之间的协同关系及与可能的掺杂剂之间的相互作用。最近的一项研究[51]表明：镁离子可以缓冲过量锶离子的毒性，而钙离子没有这种缓冲作用。镁基材料的应用潜力巨大，但缺乏临床和基础研究。尽管一系列MPC已经完成了体内实验，并且已经有一种商业化MPC，但大多数体内实验是在小动物体内进行的，而小动物实验对人体研究的指导意义较小。因此，大型动物实验（最好是承重骨）的进一步研究对于比较磷酸镁基材料与磷酸钙基材料是必要的。不仅需要检测不同矿物组合物的生物学效果，还须关注缓凝剂（如硼酸盐）的生物学影响。例如，最近发现柠檬酸作为透磷钙石水泥的缓凝剂时会强烈抑制破骨细胞活性，从而抑制破骨细胞的吸收[8]。未来可以研究MgO添加剂对新研发的硼酸盐基生物玻璃行为方面的影响。由于许多含MgO的生物玻璃已被用作钛和钛合金的涂层，因此研究含MgO生物玻璃的涂层是否可以在防止镁合金生物降解的同时具有骨传导性成为了可能。最后，可以更多的研究含MgO玻璃陶瓷的“结构-性能-加工”相关性，加强对物质相的研究，如镁黄长石（Ca2MgSi2O7）或透辉石（CaMgSi2O6）。

6 小结

与CPC相比，MPC的物理学性质优异，体内外生物相容性、体内外成骨性能和降解性能良好，但目前针对MPC的基础研究、生物医学应用研究尚少，尤其是将其用作骨修复材料的研究。目前，MPC 的体系成分多种、应用形式多样，测试MPC生物性能的细胞种类和动物模型不一是无法大规模量化评价MPC性能的主要限制因素。